JP2011160854A - 生体吸収性高分子とそれを用いた医療機器及び人工血管 - Google Patents

Abstract

【課題】生体内で血液と接触して使用される材料は、埋入直後に起こる血栓形成抑制効果あるいは生体内における吸収性が考慮されていないという欠点がある。そのため、移植直後には抗血栓性を有し、移植して中長期後においては血管内皮細胞が接着性して被覆され、最終的には生体に吸収される機能を有する材料の開発が望まれていた。
【解決手段】細胞接着性ペプチド含有高分子をクエン酸活性エステル体により架橋することにより、抗血栓性と血管内皮細胞接着性を併せ持つ生体吸収性高分子の提供が可能になった。
【選択図】なし

Description

本発明は、生体に接触または埋め込まれて使用され、その状態が長期に続くと、時間の経過とともに、生体内に吸収されてゆく生体吸収性高分子とそれを用いた医療機器及び人工血管に関する。

例えば、人工血管は、機能不全となった血管を代替するための医療機器として、これまで、中〜大口径の人工血管が実用化されている。しかしながら、内径６ｍｍ以下の小口径人工血管は、移植直後に血栓形成が生じるために閉塞しやすいという問題がある。これまで、延伸ポリテトラフロオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）が、抗血栓性にもっとも有効な高分子材料であるとして、小口径人工血管用に利用が検討されてきたが、ｅＰＴＦＥも初期の血栓形成は抑止するものの、中長期における血栓形成に課題がある。

このように、血液と長期間接触して使用される医療機器の表面改質には限界があり、生体内で増殖する細胞の抗血栓性を利用しようとする試みが行われている。生体内の血管では、血管内皮細胞が剥離した部分には血栓が形成されるが、血管内皮が存在している部分は血栓が形成されないためである。

細胞層を表面に形成した医療機器を調製する手法として、大きく２つの方法がある。
第一の手法は、あらかじめ細胞を表面に播種して培養し、細胞の膜を形成し、その膜を、医療機器の血液と接触する箇所に、移植するという方法である。しかし、この方法では、細胞の採取、培養、移植などの工程が必要であるために緊急を要する場合に使うことができず、細胞の採取に際して患者負担が大きいという欠点がある。

第二の手法としては、医療機器が血液と接触する箇所に、細胞との接着性や増殖性を促すような物質を固定化する方法が検討されている。
この方法は、接着性ペプチドやコラーゲン、フィブロネクチンなどの細胞外マトリックスタンパク質、そして血管内皮細胞の増殖を促進する成長因子などのタンパク質が検討されている。細胞の接着性や増殖性を促進する手法としては、細胞接着に関わるペプチド配列や成長因子を高分子基材上にアクリル酸などをグラフト重合することによりカルボキシル基を導入し、共有結合で固定化する方法や、細胞外マトリックスタンパク質や成長因子と多孔質高分子体からなる複合材料についても検討されている。（特許文献１、２、３、４、５、６参照）

このような材料上において細胞の接着性や増殖性が認められているが、医療機器の埋入直後に起こる血栓形成抑制効果あるいは生体内における吸収性が考慮されていないという欠点がある。（特許文献７、８、９、１０参照）
そのため、移植直後には抗血栓性を有し、移植して中長期後においては細胞が接着して被覆され、最終的には生体に吸収される機能を有する材料の開発が望まれていた。

本発明は、このような実情に鑑み、血液との接触直後には抗血栓性を有し、時間の経過と共に細胞が接着して被覆され、最終的には生体に吸収されて増殖した生体細胞に置換される機能を持った生体吸収性高分子とそれを用いた医療機器及び人工血管を提供することを課題としている。

発明１の生体吸収性高分子は、細胞接着性ペプチド含有高分子がクエン酸活性エステル体により架橋されてなることを特徴とする。
発明２は、発明１の生体吸収性高分子において、細胞接着性ペプチド含有高分子とクエン酸活性エステル体の濃度が、３（質量％）：３／２〜２０（ｍＭ）の比率をもって反応溶液中に溶解されて生成されたことを特徴とする。
発明３は、発明１又は２の生体吸収性高分子において、前記クエン酸活性エステル体がクエン酸のカルボキシル基をＮ−ヒドロキシスクシンイミド、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド、またはこれらの誘導体によって少なくとも２つ以上修飾した生体低分子誘導体であることを特徴とする。
発明４は、発明１から３のいずれかの生体吸収性高分子において、前記細胞接着性ペプチド含有高分子がゼラチン、アルカリ処理ゼラチン、酸処理ゼラチン、コラーゲン、アルカリ処理コラーゲン、酸処理コラーゲンおよびこれらの誘導体の１種または２種以上の組み合わせからなることを特徴とする。
発明５は、発明１から４のいずれかの生体吸収性高分子において、前記細胞接着ペプチドが、アルギニン−グリシン−アスパラギン酸（ＲＧＤ）、チロシン−イソロイシン−グリシン−セリン−アルギニン（ＹＩＧＳＲ）、イソロイシン−リシン−バリン−アラニン−バリン（ＩＫＶＡＶ）のペプチド配列の１種または２種以上の組合せであることを特徴とする。

発明６は、生体に埋め込みまたは接合して使用されることで医療上の処置を行うことができる医療機器であって、少なくともその生体に埋め込みまたは接合される部分の表面が、発明１から５のいずれかの生体吸収性高分子により構成されていることを特徴とする。

発明７は、機能不全に陥った血管を代替する人工血管であって、その全体若しくは表面が、発明１から５のいずれかの生体吸収性高分子により構成されていることを特徴とする。

本発明は、クエン酸活性エステル体により細胞接着性ペプチド含有高分子を架橋することにより得られる高分子が、抗血栓性と血管内皮細胞接着性を併せ持つとの知見に基づきなされたものである。
これらは、さらに生体吸収性をも有していることから、生体に埋め込みまたは接触して使用する医療機器として使用することで、従来問題であった血栓生成による問題や生体との接着不良、さらには、異物残存の問題を解消し、前記第二の方法を、より安全かつ確実に実現することが可能になった。
このような機能は、半永久的に生体に結合される人工血管を代表とする医療器具において、前記第二の方法を、より安全にかつ確実に実現することができるようになる。

特に人工血管の全体をこの生体吸収性高分子により構成した場合は、生体の自己増殖能により増殖された血管内皮細胞により人工血管が代替され、欠損した血管を再生することができるようになるものである。

表５ ＳＮｏ．５−０１の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０１の電子顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０２の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０２の電子顕微鏡写真 表５ ＳＮｏ．５−０３の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０３の電子顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０４の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０４の電子顕微鏡像写真。 表５ ＳＮｏ．５−０５の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０５の電子顕微鏡写真 表５ ＳＮｏ．５−０６の実体顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．５−０６の電子顕微鏡写真。 表６ ＳＮｏ．６−０１の電子顕微鏡写真。 表６ ＳＮｏ．６−０２の電子顕微鏡写真。 表６ ＳＮｏ．６−０３の電子顕微鏡写真。 表５ ＳＮｏ．６−０４の電子顕微鏡写真。 表６ ＳＮｏ．６−０５の電子顕微鏡写真。 表６ ＳＮｏ．６−０６の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０１の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０２の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０３の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０４の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０５の電子顕微鏡写真。 表７ ＳＮｏ．７−０６の電子顕微鏡写真。 ラット背部皮下へ埋入後の生体吸収性高分子の分解性。 表１ ＡＮｏ．３の条件で調製した人工血管。 表１ ＡＮｏ．３の条件をコーティングした人工血管。

本発明を構成する生体吸収性高分子について説明する。生体吸収性高分子は、細胞接着性ペプチド含有高分子がクエン酸活性エステル体により架橋されてなるものである。
前記細胞接着ペプチド含有高分子は、クエン酸活性エステル体との架橋反応が可能で、アルギニン−グリシン−アスパラギン酸（ＲＧＤ）、チロシン−イソロイシン−グリシン−セリン−アルギニン（ＹＩＧＳＲ）、イソロイシン−リシン−バリン−アラニン−バリン（ＩＫＶＡＶ）等のペプチド配列の１種または２種以上の組合せからなる細胞接着ペプチドを有している高分子であることが必要である。

このようなものとしては、コラーゲン、アテロコラーゲン、アルカリ処理コラーゲン、ゼラチン（アルギニン−グリシン−アスパラギン酸（ＲＧＤ）含有）、酸処理ゼラチン、アルカリ処理ゼラチン、ケラチン、血清アルブミン、卵白アルブミン、遺伝子組み換えアルブミン、ヘモグロビン、カゼインおよびグロブリン、フィブリノーゲンおよびこれらの誘導体を例示することができる。

さらに、アルカリ処理により分子内にカルボキシル基が存在し、かつクエン酸活性エステル体と反応するアミノ基を有している点で、アルカリ処理コラーゲン、アルカリ処理ゼラチン及びその誘導体などが好ましい。

生体吸収性高分子を生成する時に、架橋密度を調整する場合は、細胞接着ペプチド含有高分子の反応溶液中濃度を調整することで行うことができる。
この濃度が薄いと架橋密度が少なく脆弱な生体吸収性高分子となり、生体への吸収が早期になされる。また、高濃度になると架橋密度が高くなり、強靭な生体吸収性高分子が得られ、生体内での吸収速度を緩やかにすることができる。
この生体内での適正な吸収速度は、その使用目的や使用規模により異なるので、それに合わせた強度を持たせるように、生体吸収性高分子の生成時の反応溶液濃度を調整することができる。なお、一般的には、７．５〜３０質量％、好ましくは１５質量％±６質量％さらに好ましくは１５質量％±３質量％とするのが望ましい。なお、この高分子の濃度が過少であると、架橋密度が高い架橋構造が維持され難く、生体吸収性高分子が得られ難い。

また、前記細胞接着ペプチド含有高分子とその架橋剤であるクエン酸活性エステル体との混合割合は、両者の濃度比は３（質量％）対４（ｍＭ）とするのが最も良好な架橋反応を生じさせることができる。
例えば、１５質量％の高分子濃度の場合、クエン酸活性エステル体の濃度は、２０ｍＭが最も望ましい。

下記実施例からすれば、細胞接着ペプチド含有高分子が３（質量％）であるとき、１／２〜２０（ｍＭ）、より好ましくは１〜１６（ｍＭ）のクエン酸活性エステル体を用いるのが抗血栓性を有する上で適切である。なお、クエン酸活性エステル体が過少であると、抗血栓性効果が得られにくくなる。これは、このクエン酸活性エステル体が不足する場合には架橋点が少なく、残存アミノ基量が多くなるため得られる生体吸収性高分子がプラスに電荷を帯びているためであると考えられる。
逆に、クエン酸活性エステル体が過剰であると、架橋密度が高い架橋構造が維持され難く、生体吸収性高分子が得られ難い。過剰であると個々の細胞接着ペプチド含有高分子とクエン酸のカルボキシル基の１つあるいは２つが結合して、架橋に使用されなくなり、その結果、架橋点が減少し、構造が維持されないためであると考えられる。

前記生体吸収性高分子を構成する架橋剤としてクエン酸活性エステル体を用いることは、下記実施例４、５ より明らかな通り、抗血栓性と内皮細胞接着性を発現するという点で、優れた結果を得ている。
また、クエン酸活性エステル体を用いることにより分解性を制御可能であることは、下記実施例６ より明らかである。
さらに、このクエン酸活性エステル体が、トリスクシンイミジルシトレート、トリ（スルホスクシンイジミルシトレートの１種または２種以上の組合せである場合もアミノ基と反応して高分子層を生成することが可能なため用いることができる。

架橋反応の温度は、１０℃超〜４０℃未満、好ましくは１５℃から３０℃、より好ましくは常温とするのが望ましい。過剰な高温で反応させると反応速度が速くなるため、均一なコーティングが難しい。また、過小な低温で反応させた場合、溶媒が凍ってしまい反応を進めることが難しい。
また、例えば、反応溶液全体に対してクエン酸活性エステル体２０ｍＭを添加した場合、室温における生体吸収性高分子の形成時間は１０〜２０分以内である。
反応が完了した後、長時間（一日以上）放置すると、使用した細胞接着ペプチド含有高分子の主鎖や架橋の加水分解が起こる可能性がある。

前記生体吸収性高分子を調製するのに用いることができる溶媒としては、細胞接着ペプチド含有高分子、クエン酸活性エステル体を溶解する溶媒であり、非プロトン性極性溶媒が望ましく、ジメチルスルホキシド（ＤＭＳＯ）、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド、Ｎ−メチルピロリドン、１，１，１，３，３，３‐ヘキサフルオロイソプロパノールが挙げられる。
細胞接着ペプチド含有高分子とクエン酸活性エステル体からなる生体吸収性高分子形成時に生成する反応副生成物（Ｎ−ヒドロキシスクシンイミド、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド）や未反応物は、得られた生体吸収性高分子を純水に浸漬することによって除去が可能である。
これにより、不純物のない生体吸収性高分子を生体適用器具に適用できるようになり、不純物による不測の事態を招く可能性をなくすことができる。

前記生体吸収性高分子を生成するための反応溶液の調製において、混合のための具体的手段は限定されないが、例えば小型のミキサーのような攪拌装置などを用いて十分均一に混合することが好ましい。
以下実施例により、前記生体吸収性高分子を具体的に説明する。

［生体吸収性高分子（Ａ）の調製］
細胞接着ペプチド含有高分子としてアルカリ処理ゼラチン（ＡｌＧｅｌａｔｉｎ）、クエン酸活性エステル体としてＮ−ヒドロキシスクシンイミドにより３つのカルボキシル基が修飾されたトリスクシンイミジルシトレート（ＴＳＣ）を用いて調製した。ＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液は、ＡｌＧｅｌａｔｉｎを乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより調製し、終濃度が７．５〜３０％ （ｗ／ｖ）のものを得た。ＴＳＣ溶液も同様に乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより終濃度が５〜１６０ ｍＭとなるよう調製した。
得られたＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液およびＴＳＣ溶液をペンシルスターラーで撹拌し、遠心分離（３０００ ｒｐｍ， ３０ ｓ）により脱泡後、シリコーンゴムをスペーサーとする２枚のガラス板間に流し込み、２４時間静置した。得られた板状の生体吸収性高分子（ＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣ）を３日間水中（４℃）に浸漬し、溶媒、未反応のＴＳＣおよび副生成物であるＮ−ヒドロキシスクシンイミドを除去した。
また比較例として、ＴＳＣに代わり市販架橋剤のグルタルアルデヒド（ＧＡ）を用いた生体吸収性高分子も調製した。ＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液は、ＡｌＧｅｌａｔｉｎを乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより調製し、終濃度が１５％ （ｗ／ｖ）のものを得た。ＧＡ溶液も同様に乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより終濃度が２０ ｍＭとなるよう調製した。
得られたＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液およびＧＡ溶液をペンシルスターラーで撹拌し、遠心分離（３０００ ｒｐｍ， ３０ ｓ）により脱泡後、シリコーンゴムをスペーサーとする２枚のガラス板間に流し込み、２４時間静置した。得られた板状の生体吸収性高分子（ＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＧＡ）を３日間水中（４℃）に浸漬し、溶媒、未反応のＧＡを除去した。
このようにして得られた６種類の生体吸収性高分子を表１に示し、それぞれをＡＮｏ．で以下に示す。

［生体吸収性高分子（Ａ）の含水率測定］
平衡膨潤に達した表１に示す各生体吸収性高分子（Ａ）の重量（Ｗ_ｗ）を測定した後、凍結乾燥し、乾燥重量（Ｗ_ｄ）を測定した。なお、生体吸収性高分子の含水率は以下の式より算出した。
含水率（％） ＝ （Ｗ_ｗ−Ｗ_ｄ）／Ｗ_ｗ×１００

表２に示すように得られた生体吸収性高分子（Ａ）の含水率は、クエン酸活性エステル体の濃度の増加に伴い２０ｍＭまでは減少し、それを超すと増加した。これは、２０ｍＭまでは、クエン酸活性エステル体中に含まれる活性エステルがゼラチン中のアミノ基より同等かそれ以下であり、２０ｍＭ以上になると活性エステルがゼラチン中のアミノ基よりも過剰に存在するために活性エステルが架橋に使用されないためであると考えられる。架橋に使用されない活性エステルは、調製後に水に浸漬する過程で加水分解によりカルボキシル基になり、そのカルボキシル基の静電反発により含水率が増加すると考えられる。

［生体吸収性高分子（Ａ）中のアミノ基の定量］
実施例１の含水率挙動を検証するため、生体吸収性高分子中の残存アミノ基の定量をトリニトロベンゼンスルホン酸（ＴＮＢＳ）法により行った。すなわち、生体吸収性高分子に０．１％ ＴＮＢＳ０．２ ｍＬおよび４％ＮａＨＣＯ_３ ０．２ ｍＬを加え、３７℃にて２時間インキュベートした後、６ Ｍ ＨＣｌ ０．６ ｍＬを加え１２０ ℃で１時間オートクレーブし、加水分解した。この溶液の３４０ ｎｍにおける吸光度を測定した。

表３に示すように生体吸収性高分子（Ａ）中のアミノ基は、クエン酸活性エステル体濃度が４０ｍＭまでは減少し、その後、検出されなくなった。このことは、クエン酸活性エステル体中の活性エステルとゼラチン中のアミノ基が完全に反応したことを示している。

［生体吸収性高分子（Ａ）中のカルボキシル基の定量］
実施例１の含水率挙動を検証するため、生体吸収性高分子（Ａ）中のカルボキシル基の定量をトルイジンブルー（ＴＢ）法により行った。５×１０^−４Ｍトルイジンブルー（ＴＢ）ｐＨ １０のＮａＨＣＯ_３／Ｎａ_２ＣＯ_３ 緩衝液２ｍＬ中に生体吸収性高分子を室温にて３時間染色後、ｐＨ １０ のＮａＨＣＯ_３／Ｎａ_２ＣＯ_３ 緩衝液により３回洗浄し、未吸着のＴＢを洗い流した。生体吸収性高分子中に吸着されたＴＢは５０％酢酸５００ μＬにより抽出した。抽出液は分光光度計により６３３ ｎｍにおける吸光度を測定することでカルボキシル基濃度とした。

表４に示すように生体吸収性高分子中のカルボキシル基は、クエン酸活性エステル体濃度の増加に伴い増加した。このことは、クエン酸活性エステル体がゼラチン中のアミノ基より過剰に存在すると、３つの活性エステルのうち、２つあるいは１つがアミノ基と反応し、残りの活性エステルから生じるカルボキシル基の生成により含水率が極小値をとるということが考えられた。

［抗血栓性評価］
生体吸収性高分子と血液との相互作用を評価した。すなわち、ラットより採取した血液約１ ｍＬ中にマトリックスを浸漬し、３０分間インキュベート（３７°Ｃ）した後、０．１ Ｍ ＰＢＳで３回洗浄し、実体顕微鏡および電子顕微鏡にて血栓形成を評価した。また比較例として、市販架橋剤のグルタルアルデヒド（ＧＡ）を用いて調製したサンプルを用いた。

表５および図１〜１２には、種々のクエン酸活性エステル体濃度を持つ生体吸収性高分子の抗血栓性評価を行った結果を示す。図１〜１０に示すように、クエン酸活性エステル体が５ｍＭの時には、明らかな血栓形成が認められた。一方、クエン酸活性エステル体が１０ｍＭではやや血栓形成が認められ、２０ｍＭ以上になると血栓形成は認められなくなった。一方、市販架橋剤のＧＡで同様の実験を行った結果、強い血栓形成が認められた。表１〜３の結果と抗血栓性の結果とを考慮すると、抗血栓性のクエン酸活性エステル体濃度依存性は、生成したカルボキシル基によるマイナスチャージによって血小板の吸着が抑制されたことに起因していると考えられる。

［血管内皮細胞接着性評価］
生体吸収性高分子上にヒト臍帯静脈血管内皮細胞（ＨＵＶＥＣ）を播種し、５％ＣＯ_２存在下３７℃で１日および７日間培養後、その数をＷＳＴ−１（同仁化学）により計数した。また比較例として、市販架橋剤のグルタルアルデヒド（ＧＡ）を用いた。各条件における細胞形態は、電子顕微鏡により観察した。

表６および図１３〜１８には、生体吸収性高分子上でＨＵＶＥＣを１日間培養した後の細胞数を示す。クエン酸活性エステル体濃度が５ｍＭおよび８０ｍＭの場合には、細胞数は多く認められなかったが、１０〜４０ｍＭの場合には多くの細胞数が認められた。一方、比較として市販架橋剤のＧＡを使用した場合には、少ない細胞数が認められた。
また、表７および図１９〜２４には、生体吸収性高分子上でＨＵＶＥＣを７日間培養した後の細胞数を示す。細胞数の差は、１日培養後よりも顕著になり、クエン酸活性エステル体濃度が２０ｍＭの時に最も高い細胞数が認められ、５ｍＭおよび８０ｍＭおよびＧＡを用いた場合には多くの細胞数は認められなかった。

クエン酸活性エステル体によって調製した生体吸収性高分子のこのような細胞接着挙動は、得られた生体吸収性高分子の含水率に起因していると考えられる。すなわち、細胞数が最も高いクエン酸活性エステル体濃度の２０ｍＭにおいては、含水率が最も低く、用いたゼラチン中に含まれるアルギニン−グリシン−アスパラギン酸（ＲＧＤ）などの細胞接着ペプチドの濃縮が起こっていると考えられる。一方、クエン酸活性エステル体濃度が５ｍＭおよび８０ｍＭの生体吸収性高分子の場合、含水率が高いために細胞が接着する足場である細胞接着ペプチドの密度が低くなり、結果として細胞数が少なくなったのではないかと考えられる。

［生体吸収性高分子中の試験管内での分解性］
ＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣの試験管内での分解性はタンパク分解酵素であるコラゲナーゼを用いて検討した。コラゲナーゼ溶液はコラゲナーゼ ６ｍｇおよび塩化カルシウム５６ ｍｇを０．１Ｍトリス−塩酸緩衝液２００ ｍＬ中に加え調製した。ディスク状に成形した種々の条件のＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣ（直径１ｃｍ、厚さ１０ｍｍ）をそれぞれ３７℃のコラゲナーゼ溶液５ ｍＬ中に浸漬後、一定時間毎にＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣを取り出しバッファーで洗浄し、その重量を測定した。

表８には、種々の条件で調製した生体吸収性高分子中をコラゲナーゼ溶液中に浸漬した後の分解率を示す。分解速度は、クエン酸活性エステル体の濃度の増加に伴いクエン酸活性エステル体が２０ｍＭまでは減少し、その後増加した。これは、表１から３の実施例より、２０ｍＭにおける生体吸収性高分子の架橋密度が最も低いためであると考えられた。

［生体吸収性高分子中の生体内での吸収性］
ＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣの生体内での吸収性は、ラット皮下に埋入することで検討した。ウィスタラット（７週齢、オス）の背部皮下組織にディスク状のＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣ（直径１ｃｍ、厚さ１０ｍｍ）を埋入した。１〜１２週後に、生体吸収性高分子とその周辺組織を取り出し、中性緩衝ホルマリンで固定化して組織切片を作成した後、ヘマトキシリン−エオシン染色した標本を光学顕微鏡により観察することで、生体吸収性高分子の吸収性を調べた。

表９および図２５には、生体吸収性高分子のラット背部皮下における分解性を評価した結果を示す。図２５に示すように生体吸収性高分子は、時間と共に分解した。分解時間は、クエン酸活性エステル体濃度が２０ｍＭの時に極小値をとりその後短くなった。これは、得られる生体吸収性高分子の含水率に起因していることが示唆される。すなわち、クエン酸活性エステル体濃度が２０ｍＭの場合には含水率が最も低いが、この条件では、高分子密度が最も高くなるため、分解時間が長くなると考えられる。一方、含水率が低い条件のクエン酸活性エステル体濃度が５ｍＭあるいは８０ｍＭの場合には、高分子密度が低いため短時間で分解されるものと考えられる。

人工血管の一例として、その全体を、生体吸収性高分子により構成した例を示す。（特許文献１１参照）
細胞接着ペプチド含有高分子としてＡｌＧｅｌａｔｉｎ、クエン酸活性エステル体としてＮ−ヒドロキシスクシンイミドにより３つのカルボキシル基が修飾されたＴＳＣを用いて調製した。ＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液は、ＡｌＧｅｌａｔｉｎを乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより調製し、終濃度が１５％ （ｗ／ｖ）のものを得た。ＴＳＣ溶液も同様に乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより終濃度が２０ｍＭとなるよう調製した。
得られたＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液およびＴＳＣ溶液をペンシルスターラーで撹拌し、遠心分離により脱泡後、シリコーンチューブを巻いたガラス棒（外径１０ｍｍ）を挿入したポリプロピレン製チューブ（外径１５ｍｍ）の間に流し込み、２０時間静置した。その後、シリコーンチューブを巻いたガラス棒を抜き取り、得られた筒状のＡｌＧｅｌａｔｉｎ−ＴＳＣを３日間水中（４℃）に浸漬し、溶媒、未反応のＴＳＣおよび副生成物であるＮ−ヒドロキシスクシンイミドを除去することで、図２６に示すような人工血管を得た。

人工血管の一例として、芯材としてポリテトラフルオロエチレンを用い、その表面全体を生体吸収性高分子にて覆った例を示す。（特許文献１２、１３、１４、１５、１６、１７参照）
細胞接着ペプチド含有高分子としてＡｌＧｅｌａｔｉｎ、クエン酸活性エステル体としてＮ−ヒドロキシスクシンイミドにより３つのカルボキシル基が修飾されたＴＳＣを用いて調製する。ＡｌＧｅｌａｔｉｎ溶液は、ＡｌＧｅｌａｔｉｎを乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより調製し、終濃度が１５％（ｗ／ｖ）のものを得た。ＴＳＣ溶液も同様に乳酸含有ＤＭＳＯ溶液に溶解することにより終濃度が２０ｍＭとなるよう調製し、生体吸収性高分子被覆溶液を得た。得られた溶液に筒状のポリテトラフルオロエチレン（内径１０ｍｍ、長さ２００ｍｍ）を３０秒間浸漬後、余分な生体吸収性高分子被覆溶液を除去した後、３日間水中（４℃）に浸漬し、溶媒、未反応のＴＳＣおよび副生成物であるＮ−ヒドロキシスクシンイミドを除去することで、図２７に示すようにポリテトラフルオロエチレンを芯材とする人工血管を得た。

生体内で分解し、血管内皮細胞接着性と抗血栓性の機能を有する生体吸収性高分子は、縫合糸や中空糸などの医療分野に適用可能である。

特開平１０−１３７３３４号公報 特開平５−７６５８８号公報 特表平１１−５０４５４８号公報 特表２００１−５０２１８７号公報 特表２００５−５０３２４０号公報 特開２００６−６８４０１号公報 特開２００３−１２６１２５号公報 特開２００７−３０７３００号公報 特開２００８−２２０７８６号公報 特開２００８−１２５６８２号公報 特開２００５−２９６１３８号公報 特開２００６−６８４０１号公報 特開２００９−５９９５号公報 特開平７−１３６２４２号公報 特開平８−３３６６１号公報 特表２００５−５２４４２５号公報 特開平５−２６９１９８号公報

Claims (7)

1. 生体の生理作用により、生体内に吸収される生体吸収性高分子であって、細胞接着性ペプチド含有高分子がクエン酸活性エステル体により架橋されてなることを特徴とする生体吸収性高分子。
2. 請求項１に記載の生体吸収性高分子において、細胞接着性ペプチド含有高分子とクエン酸活性エステル体の濃度が、３（質量％）：３／２〜２０（ｍＭ）の比率をもって反応溶液中に溶解されて生成されたことを特徴とする生体吸収性高分子。
3. 請求項１又は２に記載の生体吸収性高分子において、前記クエン酸活性エステル体がクエン酸のカルボキシル基をＮ−ヒドロキシスクシンイミド、Ｎ−ヒドロキシスルホスクシンイミド、またはこれらの誘導体によって少なくとも２つ以上修飾した生体低分子誘導体であることを特徴とする生体吸収性高分子。
4. 請求項１から３のいずれかに記載の生体吸収性高分子において、前記細胞接着性ペプチド含有高分子がゼラチン、アルカリ処理ゼラチン、酸処理ゼラチン、コラーゲン、アルカリ処理コラーゲン、酸処理コラーゲンおよびこれらの誘導体の１種または２種以上の組み合わせからなることを特徴とする生体吸収性高分子。
5. 請求項１から４のいずれかに記載の生体吸収性高分子において、前記細胞接着ペプチドが、アルギニン−グリシン−アスパラギン酸（ＲＧＤ）、チロシン−イソロイシン−グリシン−セリン−アルギニン（ＹＩＧＳＲ）、イソロイシン−リシン−バリン−アラニン−バリン（ＩＫＶＡＶ）のペプチド配列の１種または２種以上の組合せであることを特徴とする生体吸収性高分子。
6. 生体に埋め込みまたは接合して使用されることで医療上の処置を行うことができる医療機器であって、少なくともその生体に埋め込みまたは接合される部分の表面が、請求項１から５のいずれかに記載の生体吸収性高分子により構成されていることを特徴とする医療機器。
7. 機能不全に陥った血管を代替する人工血管であって、その全体若しくは表面が、請求項１から５のいずれかに記載の生体吸収性高分子により構成されていることを特徴とする人工血管。